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Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verbesserung der Bildqualität bei einer Bildbestimmung durch iterative Rekonstruktion.
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Bei der medizinischen Diagnostik wird ein zu untersuchendes Objekt mit Röntgenstrahlung bestrahlt. Bei der Durchdringung des Objekts findet eine Abschwächung der Strahlung statt. Diese abgeschwächte Strahlung wird nach Durchdringen des Objektes mittels eines Detektors aufgenommen.
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Die Abschwächung der Röntgenstrahlung auf dem Weg durch das Objekt bildet ein Maß für die Dichte der durchstrahlten Materie. Bei der medizinischen Diagnostik wird von der in Form von Bildern dargestellten Abschwächung bzw. Dichte auf das Vorhandensein von Abnormalitäten bzw. Tumoren geschlossen.
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Bei einer einzelnen Röntgenaufnahme werden durch ein zweidimensionales Röntgenbild Informationen über ein dreidimensionales Objekt gewonnen. Diese Informationen sind mitunter nicht ausreichend, um tumoröses Gewebe mit Sicherheit zu erkennen. Überlagerungen durch gutartiges Gewebe können zu Diagnosefehlern führen.
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Bei einzelnen Röntgenaufnahmen liefert die Aufnahme Informationen über die Gesamtschwächung von Röntgenstrahlen entlang des durch das Objekt zurückgelegten Weges. Ein Pixelwert des Detektors korrespondiert also mit einer Integration über den Schwächungswert bzw. Schwächungskoeffizienten entlang eines durch das Objekt führenden Weges.
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Für eine sicherere Diagnose ist es wünschenswert, nicht nur Integrationen über den Schwächungswert zu erhalten, sondern den Schwächungswert selber als Funktion des Ortes zu gewinnen, d.h. den Schwächungskoeffizienten als skalares, ortsabhängiges Feld. Um den Schwächungswert in drei Dimensionen zu ermitteln, können mehrere Aufnahmen gemacht werden, aus welchen der Schwächungskoeffizient bestimmt wird. Ein solcher durch Rekonstruktion gewonnener Satz von Schwächungskoeffizienten kann auch als 3D-Bilddatensatz gesehen werden und wird im Folgenden auch mit Bilddatensatz oder Bild bezeichnet. Dieser dreidimensionale Bilddatensatz besteht in der Regel aus einer Mehrzahl von Schichtbildern.
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Die Bestimmung bzw. Rekonstruktion des Schwächungskoffizienten aus diesen Aufnahmen (man spricht im Bezug auf diese Aufnahmen auch häufig von Projektionen) ist ein komplexes mathematisches Problem.
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Zur Lösung dieses Problems sind verschiedene Verfahren vorgeschlagen worden, die z.B. in [1] aufgelistet sind. Eine Gruppe dieser Verfahren sind die sog. iterativen Verfahren, bzw. iterativen Rekonstruktionsverfahren. Bei diesem Verfahren werden ortsabhängige Schwächungswerte des Objektes bzw. das Bild als Startnäherung vorgegeben und die sich daraus ergebenden Projektionen berechnet. Die berechneten Projektionen werden mit den gemessenen Projektionen abgeglichen (Differenzbildung). Auf Grundlage des Abgleichs wird dann eine Korrektur des Bildes vorgenommen. Danach erfolgt eine erneute Berechnung von Projektionen und deren Abgleich mit den Messergebnissen. Wenn (im Rahmen der erforderlichen Genauigkeit) eine Übereinstimmung zwischen den berechneten und gemessenen Projektionen vorliegt, ist das entsprechende Bild auskonvergiert und liefert die gewünschten Schwächungskoeffizienten.
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Bei diesen Verfahren werden also aus einem Bild Projektionen gewonnen und Differenzen von (berechneten und gemessenen) Projektionen für die Korrektur des Bildes verwendet. Zu diesem Zweck sind Operationen in dem sog. Bildraum (ortsabhängige Schwächungskoeffizienten des Objekts) und dem sog. Projektionsraum (für verschiedene Projektionsrichtungen gewonnene Darstellungen der durch das Objekt abgeschwächten Röntgenstrahlung) erforderlich. Die Berechnung von Projektionen für ein Bild bezeichnet man als Vorwärtsprojektion und die Berechnung eines Bildes (oder einer Bildkorrektur) aus Projektionen (oder Differenzen von Projektionen) wird als Rückprojektion bezeichnet.
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Bei diesem Verfahren können beim rekonstruierten Bild Fehler auftreten. Diese sind z.B. durch Unvollständigkeit der Daten, Umordnung der Projektionen (re-binning) oder sog. Fokusbewegung bedingt. Die Erfindung zielt auf die bei interativen Verfahren durch die Fokusbewegung verursachten Artefakte.
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Die Erzeugung und Fokussierung von Röntgenstrahlung wird üblicherweise in der sogenannten Röntgenröhre vorgenommen. Eine Röntgenröhre erzeugt in der Regel einen konusförmigen Strahl (cone beam) oder einen fächerförmigen Strahl (fan beam). Der Ausgangspunkt dieses Strahles ist dann der Fokus oder Brennpunkt in der Röntgenröhre, an dem eine Bündelung der Röntgenstrahlen erfolgt.
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Das rekonstruierte Bild kann aus mehreren Gründen qualitative Mängel beinhalten. In der Fachliteratur wird hier von Artefakten gesprochen. Gründe bestehen u.a. darin, dass die Information nicht vollständig ist, in der Numerik oder aber auch in der Fokusbewegung. Es ist instruktiv, das Problem der Fokusbewegung anhand der als Tomosynthese bekannten medizinischen Aufnahmetechnik näher zu erläutern, weil sich dort dieses Problem besonders stark auswirken kann. Tomosynthese wird z.B. in der digitalen Mammographie angewendet. Sie basiert darauf, dass - im Gegensatz zur Computertomographie - nur ein vergleichsweise kleines Winkelintervall im Zuge der Bewegung der Röntgenröhre um das zu untersuchende Objekt abgetastet wird. Die Beschränkung des Intervalls ist im Regelfall durch das zu untersuchende Objekt bedingt (z.B. weibliche Mamma).
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Eine Sequenz von Tomosynthese-Projektionen in der Mammographie kann mittels eines modifizierten Mammographiesystems oder eines Brust-Tomosynthese-Systems aufgenommen werden. Hierbei werden beispielsweise 25 Projektionen erstellt, während sich die Röntgenröhre über dem Detektor in einem Winkelbereich zwischen - 25° und 25° bewegt. Während dieser Bewegung wird in regelmäßigen Abständen die Strahlung ausgelöst und je eine Projektion aus dem Detektor ausgelesen. Aus diesen Projektionen wird anschließend in einem Tomosynthese-Rekonstruktionsprozess - der z.B. wie eingangs geschildert abläuft - eine dreidimensionale Repräsentation des untersuchten Objekts bzw. des Bilds im Rechner rekonstruiert. Es werden dann im Zuge der medizinischen Befundung üblicherweise nur die sog. Z-Schichten betrachtet, d.h. diejenigen rekonstruierten Schichtbilder, die parallel zur Detektorebene orientiert sind.
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Um eine mechanische Stabilität des Systems zu erreichen, wird die Bewegung der Röntgenröhre kontinuierlich ausgeführt (kein Step-and-shoot Betrieb). Dadurch bleibt die Röntgenröhre in Bewegung, während gleichzeitig die Strahlung ausgelöst wird (siehe [2]). Dies hat zur Folge, dass die Abbildung der internen Strukturen des aufgenommenen Objekts in den Projektionsbildern verwischt wird ([3], [4]). Nach dem üblichen Rekonstruktionsprozess spiegelt sich diese Verwischung der Objektstrukturen in den Schichtbildern in Gestalt einer unscharfen Darstellung wider.
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Diese sog. Verwischungsartefakte, welche durch die Bewegung der Röntgenröhre verursacht werden, sind vor allem in denjenigen Bildsystemen ausgeprägt, in denen keine synchrone isozentrische Bewegung der Röntgenröhre und des Bildempfängers bzw. Detektors stattfindet. Dies ist z.B. in einem Tomosynthese-System mit stationärem Detektor der Fall. Der Verwischungsgrad ist zudem abhängig von der Pulsdauer der Röntgenröhre, welche wiederum von der Eingangsdosis und damit von der Brustdicke abhängt. Je höher diese Pulsdauer ist, desto länger ist der Weg der Röhre pro Strahlungspuls und damit die Verwischung der Objektstrukturen.
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Bei sehr kleinen anatomischen Strukturen (wie z.B. den für die Befundung relevanten Mikrokalzifizierungen in der Mammographie) kann diese Verwischung sehr kritisch sein. Denn sie kann dazu führen, dass die einzelnen Mikrokalks im Bild verschmelzen oder ihr Kontrast in den rekonstruierten Schichten reduziert wird. Dies kann zu falschen Diagnosen führen.
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Die Erfindung hat zur Aufgabe, die Bildqualität bei einer Bildbestimmung durch iterative Rekonstruktion zu verbessern.
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Die Aufgabe wird durch die Gegenstände der Ansprüche 1 und 7 gelöst.
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Im Folgenden wird unter iterativer Rekonstruktion eine Bildrekonstruktion aus gemessenen Projektionen verstanden, bei dem ein Vergleich zwischen berechneten und gemessenen Projektionen durchgeführt wird, um das Bild mit den gemessenen Projektionen in Einklang zu bringen. Dabei soll der Begriff „iterativ“ bedeuten, dass das Verfahren geeignet ist, diesen Abgleich zwischen berechneten und gemessenen Projektionen zu wiederholen, wenn das Bild Qualitätsanforderungen nicht genügt (bzw. ein Konvergenzkriterium nicht erfüllt ist). Der Begriff soll aber nicht eine Konstellation ausschließen, in der bereits der erste Abgleich zu einem Bild führt, welches den Anforderungen genügt (kein Ausschluss des Grenzfalls einer Iteration).
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Ein iteratives Rekonstruktionsverfahren kann im Wesentlichen aus der wiederholten Abarbeitung der folgenden Schritte bestehen
- 1. Schätzung des Startvolumens (initiale Approximation der dreidimensionalen Repräsentation des Objekts bzw. des Bildes)
- 2. Berechnung der Vorwärtsprojektionen für jede Winkelposition der Röntgenröhre
- 3. Vergleich der berechneten Projektionen mit den gemessenen Projektionen durch Differenzbildung und daraus Bestimmung einer Korrekturprojektion (in der Regel eine Korrekturprojektion pro Winkelposition)
- 4. Korrektur des aktuellen Volumens durch Rückprojektion der Differenzbilder
- 5. Fortsetzung mit Schritt 2.
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Die Erfindung erstreckt sich jedoch auch auf Varianten des obigen Verfahrens. Z.B. brauchen nicht alle Vorwärtsprojektionen berechnet werden, bevor die Differenzbildung und die anschließenden Rückprojektion der Differenzbilder erfolgt. Stattdessen kann etwa auch projektionsweise vorgegangen werden. Es können auch zusätzliche Schritte vorgesehen sein, wie z.B. Filterschritte (in manchen Verfahren ist z.B. eine Tiefpassfilterung des Bildes nach Rückprojektion aller Differenzprojektionen vorgesehen).
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Die Erfindung verbessert die Bildqualität, indem die Bewegung der Röntgenquelle bzw. des Fokus bei der Berechnung (in der Regel durch Vorwärtsprojektion) berücksichtigt wird. Die Erfindung kann überall zum Einsatz kommen, wo iterative Rekonstruktion verwendet wird, insbesondere bei Anwendungen im Bereich der Tomosynthese oder Computertomographie (CT).
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Konkret wird ein Abschnitt einer von dem Fokus der Röntgenquelle bei der Aufnahme einer Projektion durchlaufenen Bahn bestimmt. Für diesen Abschnitt wird eine Mehrzahl von verschiedenen Projektionen berechnet. Anschließend wird eine Mittelung der Mehrzahl von berechneten Projektionen für einen Vergleich der gemittelten Projektion mit einer aufgenommenen Projektion durchgeführt.
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Gemäß einer Weiterbildung wird die gesamte Fokusbahn in Abschnitte bzw. Segmente unterteilt, für die jeweils eine Mehrzahl von Projektionen berechnet und mit einer gemessenen Projektion verglichen wird.
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Neben einem Verfahren ist auch eine zur Durchführung des Verfahrens ausgestaltete bzw. eingerichtete Vorrichtung Gegenstand der Erfindung. Die Ausgestaltung der Vorrichtung kann mittels Software, Hardware, Firmware oder einer Kombination davon realisiert sein. Insbesondere kann die Vorrichtung funktionelle Module umfassen, die einen oder mehrere Verfahrensschritte realisieren.
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Vorteilhafte Weiterbildungen des Erfindungsgegenstandes sind in Unteransprüchen angegeben.
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Die Erfindung wird im Folgenden im Rahmen eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigen:
- 1 eine Seitenansicht eines Mammographiegeräts
- 2 eine Vorderansicht des Mammographiegeräts gemäß 1
- 3 zwei Auslenkpositionen bei der Bestrahlung mittels eines Mammographiegeräts bei einer Tomosynthese
- 4 ein Verfahren zur iterativen Rekonstruktion eines Bildes
- 5 eine Illustration des erfindungsgemäßen Vorgehens anhand eines Bahnsegmentes
- 6 das für ein erfindungsgemäßes Vorgehen abgewandelte Verfahren von 4
- 7 Intitialisierungsschritte für ein Verfahren nach 6
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Gleiche Bezugszeichen haben in den verschiedenen Figuren die gleiche Bedeutung.
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In den 1 und 2 sind entsprechend eine Seitenansicht und eine Vorderansicht eines Mammographiegeräts 2 dargestellt. Das Mammographiegerät 2 weist einen als Stativ 4 ausgebildeten Grundkörper und einen von diesem Stativ 4 auskragenden, abgewinkelten Gerätearm 6 auf, an dessen freiem Ende eine als Röntgenstrahler ausgebildete Bestrahlungseinheit 8 angeordnet ist. Auf dem Gerätearm 6 sind weiterhin ein Objekttisch 10 und eine Kompressionseinheit 12 gelagert. Die Kompressionseinheit 12 umfasst ein Kompressionselement 14, das relativ zum Objekttisch 10 entlang einer vertikalen Z-Richtung verschiebbar angeordnet ist, sowie eine Halterung 16 für das Kompressionselement 14. Zum Verfahren der Halterung 16 samt dem Kompressionselement 14 ist hierbei eine Art Liftführung in der Kompressionseinheit 12 vorgesehen. In einem unteren Bereich des Objekttisches 10 ist weiterhin ein Detektor 18 (vgl. 3) angeordnet, der in diesem Ausführungsbeispiel ein digitaler Detektor ist.
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Das Mammographiegerät 2 ist insbesondere für Tomosynthese-Untersuchungen vorgesehen, bei denen die Strahlungseinheit 8 über einen Winkelbereich um eine zu der Y-Richtung parallel verlaufende Mittelachse M verfahren wird, wie aus 3 ersichtlich ist. Hierbei werden mehrere Projektionen des zwischen dem Objekttisch 10 und dem Kompressionselement 14 positionsfest gehaltenen zu untersuchenden Objekts 20 erhalten. Bei den Bildaufnahmen aus den unterschiedlichen Winkelstellungen durchdringt ein im Querschnitt konus- oder fächerartiger Röntgenstrahl 21 das Kompressionselement 14, das zu untersuchende Objekt 20 und den Objekttisch 10 und trifft auf den Detektor 18 auf. Der Detektor 18 ist hierbei derart dimensioniert, dass die Bildaufnahmen in einem Winkelbereich zwischen zwei Auslenkpositionen 22a, 22b bei entsprechenden Auslenkwinkeln von - 25° bzw. + 25° gemacht werden können. Die Auslenkpositionen 22a, 22b sind in der X-Z-Ebene beidseitig von einer Nullposition 23 angeordnet, in der der Röntgenstrahl 21 vertikal auf den Detektor 18 auftrifft. Der flächige Detektor 18 weist in diesem Ausführungsbeispiel insbesondere eine Größe von 24x30 cm auf.
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Beim Durchlaufen der Bahn vom Punkt 22a zum Punkt 22b werden 25 Aufnahmen gemacht. Aus den aufgenommenen Projektionen wird iterativ ein Bild für das untersuchte Objekt 20 bestimmt. 4 zeigt schematisch ein iteratives Verfahren zur Rekonstruktion eines Bildes aus den gemessenen Projektionen.
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Zu Beginn wird das Bild bzw. werden die entsprechenden Schwächungswerte für das Objekt mit Startwerten initialisiert. Auf Basis dieser ersten Näherung wird im Zuge einer Vorwärtsprojektion 31 eine Projektion 32 berechnet. Diese berechnete Projektion 32 wird im Schritt 33 mit der gemessenen Projektion 34 verglichen. Die Differenz bzw. der Fehler 35 wird ermittelt. Diese Fehlerermittlung erfolgt für alle Projektionen. Die Differenz zwischen berechneten und gemessenen Projektionen wird im Zuge einer Rückprojektion 36 in den Bildraum transformiert. Dort erhält man ein Korrekturbild 37, welches in einer Aktualisierung 38 mit dem aktuellen Bild zu einem neuen Bild 39 verknüpft wird. (Es gibt auch Varianten, in denen das Ergebnis der Transformation in den Bildraum 36 unmittelbar mit der aktuellen Approximation für das Rekonstruktionsergebnis zu einer neuen Approximation bzw. zu einem neuen Bild verrechnet wird.) Das neue bzw. aktualisierte Bild wird dann wieder mittels Vorwärtsprojektion 31 zur Berechnung von Projektionen verwendet.
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Das Verfahren wird beendet, wenn hinreichende Übereinstimmung zwischen den berechneten und gemessenen Projektionen vorliegt. In der Praxis wird ein Konvergenzkriterium verwendet, nach dessen Maßgabe das Verfahren angehalten wird.
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Bei der Aufnahme der Projektionen durchläuft die Röntgenquelle eine Bahn, um aus verschiedenen Winkeln Aufnahmen zu machen. Dabei wird im Regelfall die Bewegung der Röntgenquelle für die Aufnahmen nicht unterbrochen, sondern es findet eine kontinuierliche Bewegung in konstanter Geschwindigkeit vom Anfang der Bahn bis zum Ende statt. Die einzelnen Projektionen stammen daher nicht von einer ruhenden, sondern einer sich bewegenden Quelle. Wegen der endlichen Pulsdauer bzw. Aufnahmedauer einer Projektion durchläuft der Fokus bei der Aufnahme einen Bahnabschnitt.
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In den bisherigen Verfahren wird für jede Winkelposition genau eine Projektion berechnet. Dabei geht man näherungsweise von einer ruhenden Röntgenquelle mit einem punktförmigen (d.h. unendlich kleinen) Fokus aus. Die kontinuierliche Bewegung der Röntgenröhre wird nicht berücksichtigt. Eine nichtideale Abtastbahn der Röntgenröhre infolge mechanischer Instabilitäten des Tomosynthese-Systems kann unter Verwendung von Projektionsmatrizen modelliert werden, welche die perspektivische Abbildung des dreidimensionalen Objektraums (Bildraums) in den zweidimensionalen Projektionsraum beschreiben. Diese Matrizen können vorab im Rahmen einer Kalibrierung des Systems ermittelt werden.
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Erfindungsgemäß wird die Fokusbewegung berücksichtigt, indem nicht nur mehr eine, sondern eine Mehrzahl von Projektionen für den der gemessenen Projektion entsprechenden Abschnitt der Fokusbahn bzw. der Röntgenquelle berechnet wird. Diese berechneten Projektionen werden dann gemittelt und die gemittelte Projektion für den Vergleich mit der gemessenen Projektion verwendet.
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Dabei kann die gesamte Fokusbahn in Abschnitte bzw. Segmente aufgeteilt werden, die jeweils einer gemessenen Projektion zugeordnet werden. Für diese Segmente wird dann jeweils eine Mehrzahl von Projektionen berechnet und gemittelt.
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Dieses Vorgehen ist in 5 verdeutlicht. Es ist eine Fokusbahn 40 für eine Tomosyntheseaufnahme weitgehend gestrichelt dargestellt. Es handelt sich z.B. um eine Aufnahme mit dem anhand der 1-3 dargestellten System, d.h. einem Tomosynthesesystem in der digitalen Mammographie mit stationärem Detektor. Die Röntgenröhre wird dabei auf einer Bogenbahn (50°, Radius 590 mm) bewegt. Der gesamte Scan dauert 12,7 sec, bei einer Pulsdauer von 50 ms. Die Länge eines Kreissegmentes (focal path length) ist dann ca. 2 mm.
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Ein Segment 41 dieser Bahn 40 ist durch eine durchgezogene Linie kenntlich gemacht. Der Detektor 18 nimmt eine Projektion des Objektes 20 (z.B. weibliche Brust bei Mammographieuntersuchung) auf, während der Fokus das Segment 41 durchläuft. Dabei ist der Detektor 18 während der Aufnahme ortsfest. Für drei Positionen 42, 43, 44 während der Aufnahme der Projektion ist jeweils ein Strahlenkegel 45, 46, 47 eingezeichnet. Für diese Fokuspositionen 42, 43, 44 bzw. Strahlen 45, 46, 47 werden Projektionen berechnet. D.h. anstatt der üblicherweise erfolgenden Projektionsberechnung für eine (im allgemeinen in Bezug auf das Segment zentrale) Fokusposition 46 wird für die drei Fokuspositionen 42, 43, 44 eine Berechnung der entsprechenden Projektion vorgenommen. Danach werden die drei Ergebnisse gemittelt. Dabei kann z.B. jede berechnete Projektion mit dem Faktor 1/3 gewichtet werden. Eine andere Gewichtung (z.B. stärkere Gewichtung der zentralen Fokusstellung 46) ist ebenfalls denkbar. Die optimale Anzahl der berechneten Projektionen pro Segment und der zugeordneten Gewichte kann z.B. mit Hilfe von Versuchen an einem Phantom ermittelt werden.
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Weiter kann die Anzahl der berechneten und zu mittelnden Projektionen pro Segment abhängig von der Lage des Segments auf der Abtastbahn variieren. Im Fall der Tomosynthese können etwa weiter außen gelegene Segmente feiner abgetastet werden, da sie zu einer stärkeren Verwischung der Objektstrukturen beitragen. Ferner kann eine nicht gleichförmige Dosisverteilung (unterschiedliche Pulslängen) im Scan durch unterschiedlich lange Segmente berücksichtigt werden, welchen dann entsprechend wieder eine segmentabhängig variable Anzahl von Fokuspositionen für die zu berechnenden und zu mittelnden Projektionen zugeordnet werden kann.
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Eine Weiterbildung des Gegenstands besteht darin, die segmentspezifischen Anzahlen der Fokuspositionen in Abhängigkeit von der Iteration zu wählen. Um zu Beginn der iterativen Berechnung möglichst recheneffizient zu einer brauchbaren Approximation für die dreidimensionale Repräsentation des Objekts zu gelangen, ist eine gröbere Abtastung der Segmente denkbar. Diese Approximation kann dann unter Verwendung von feineren Abtastungen der Segmente im Zuge der nachfolgenden Iterationsschritte verbessert werden.
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In 6 ist dargestellt, wie sich die Erfindung auf das Vorgehen gemäß 4 auswirkt. Der Schritt 31 (Berechnung Projektion) wird für jedes Segment mehrmals für verschiedene Bahnpunkte durchgeführt. Man erhält dann auch entsprechend mehrere berechnete Projektionen 32 (z.B. drei für das in 5 gezeigte Segment 41). Die verschiedenen Projektionen werden in Schritt 29 für den Vergleich 33 mit der entsprechenden gemessenen Projektion 34 gemittelt (Schritt 29).
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Für eine schnelle Bildbestimmung können Eingangsgrößen für die Berechnung schon vor dem Scan durchgeführt werden. Dies betrifft z.B. das in 7 dargestellte Vorgehen. Auf Grundlage der Segmentierung der Bahn (Schritt 51) und der segmentweisen Auswahl von Bahnpunkten für die Projektionsberechnung (Schritt 52) können die für die Vorwärtsprojektion erforderlichen Projektionsmatrizen schon vorab berechnet werden (Schritt 53). Auf diese Weise wirkt sich der Mehraufwand durch die erfindungsgemäße Mehrfachberechnung von Projektionen nicht so sehr auf die Dauer für die Berechnung des Bildes aus. Die Matrizen können für mehrere Scans verwendet werden, solange bzgl. Bahn und Röntgenquelle keine Parameteränderungen vorgenommen werden.
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Die Erfindung ist nicht nur auf den im Ausführungsbeispiel beschriebenen Fall beschränkt. Insbesondere kann das Vorgehen auch zum Einsatz kommen, wenn der Detektor nicht ortsfest ist, sondern sich mitbewegt, z.B. bei CT Untersuchungen.
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Zitatliste
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- [1] Thorsten M. Buzug, Computed Tomography: From Photon Statis-tics to Modern Cone-Beam CT, Springer, 2008
- [2] Bissonnette, M. and et al., Digital breast tomosynthesis using an amorphous selenium flat panel detector. Proc. SPIE, 5745, 529 (2005)
- [3] Ren B, Ruth C, Stein J, Smith A, Shaw I, Jing Z. Design and performance of the prototype full field breast tomosynthesis system with selenium based flat panel detector. Presented at SPIE Conf. on Medical Imaging, San Diego, CA, 12-18 Feb. 2005 and published in Proc. SPIE Physics of Medical Imaging, 5745:550-61
- [4] Zhao Bo; Zhao Wei Imaging performance of an amorphous selenium digital mammography detector in a breast tomosynthesis system. Medical physics 2008;35(5):1978-87
